CN101843485B - 磁共振成像装置和磁共振成像方法 - Google Patents

磁共振成像装置和磁共振成像方法 Download PDF

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Abstract

本发明提供一种磁共振成像装置和磁共振成像方法，该磁共振成像装置包括：基于预先从受检体取得的心拍信息或脉波信息设定与拍动同步的成像中的从表示数据收集定时的时相的基准波算起的延迟时间，通过伴随设定的延迟时间进行与拍动同步的成像扫描而收集磁共振信号的数据收集单元；以及基于上述磁共振信号生成血流像的图像生成单元。

Description

磁共振成像装置和磁共振成像方法
技术领域
本发明涉及用拉莫尔(Larmor)频率的高频(RF)信号磁激励受检体的原子核自旋，根据伴随该激励产生的核磁共振(NMR：Nuclear Magnetic Resonance)信号重建图像的磁共振成像(MRI：Magnetic Resonance Imaging)装置和磁共振成像方法，尤其涉及可以实施获得血流像的MRA(Magnetic Resonance Angiography：磁共振血管成像)的磁共振成像装置和磁共振成像方法。
背景技术
磁共振成像是用拉莫尔频率的RF信号磁激励放置在静磁场中的受检体的原子核自旋，根据伴随该激励产生的MR信号重建图像的拍摄法。
在该磁共振成像领域中，作为获得血流像的方法已知有MRA。MRA中不使用造影剂的称为非造影MRA。在非造影MRA中，考虑了通过与ECG(electro cardiogram，心电图)同步地捕捉从心脏泵出的流速快的血流而良好地描绘血管的FBI(Fresh Blood Imaging，新鲜血液成像)法(例如，参照日本特开平11-239571号公报)。
作为与该FBI法并用的技术，考虑了用来测定适当的心电同步的延迟时间的称为ECG-prep的技术。ECG-prep是这样的技术，即，在成像用的FBI扫描之前，进行用于确定适当的心电同步的延迟时间的准备扫描即ECG-prep扫描，以由ECG-prep扫描确定的ECG延迟时间进行FBI扫描。ECG-prep扫描是通过缓慢改变从ECG信号的R波算起的延迟时间而进行数据收集，获得时相相互不同的多个一次拍摄(single shot)图像的扫描。通过从由该ECG-prep扫描得到的多个图像选择适当地描绘了血管的图像，可以确定FBI扫描中的ECG延迟时间。由此，可以在流速更慢的时相中描绘流速快的血流。
另外，作为用来从由ECG-prep扫描收集的多个ECG-prep图像选择最佳的ECG-prep图像的技术，还考虑了称为FBI-NAVI的技术(例如，参照日本特开2008-23317号公报)。
但是，存在如果不参照ECG-prep图像即便是熟练的技术人员也难以确定心电同步中的延迟时间即作为拍摄定时的时相的现有问题。
发明内容
本发明正是为了解决上述现有的问题而完成的，其目的在于提供无需特别的知识和技能就可以更简单地确定适当的时相而收集血流像用的数据的磁共振成像装置和磁共振成像方法。
根据本发明的磁共振成像装置，为了实现上述目的，包括：基于预先从受检体取得的心拍信息(heart rate information)或脉波信息(peripheral pulse wave information)，设定与拍动(beat)同步的成像中的从表示数据收集定时的时相的基准波算起的延迟时间，通过伴随设定的延迟时间进行与拍动同步的成像扫描而收集磁共振信号的数据收集单元；以及基于上述磁共振信号生成血流像的图像生成单元。
另外，根据本发明的磁共振成像装置，为了实现上述目的，包括：存储与拍动同步的成像中的从表示数据收集定时的时相的基准波算起的多个延迟时间、即、与心拍信息或脉波信息相关联的多个延迟时间的存储单元；通过从上述存储单元取得与预先从作为拍摄对象的受检体取得的心拍信息或脉波信息对应的延迟时间而将上述取得的延迟时间设定为拍摄条件，通过伴随设定的延迟时间进行与拍动同步的成像扫描而收集磁共振信号的数据收集单元；以及基于上述磁共振信号生成血流像的图像生成单元。
另外，根据本发明的磁共振成像方法，为了实现上述目的，包括：基于预先从受检体取得的心拍信息或脉波信息设定与拍动同步的成像中的从表示数据收集定时的时相的基准波算起的延迟时间，通过伴随设定的延迟时间进行与拍动同步的成像扫描而收集磁共振信号的步骤；以及基于上述磁共振信号生成血流像的步骤。
另外，根据本发明的磁共振成像方法，为了实现上述目的，包括：存储与拍动同步的成像中的从表示数据收集定时的时相的基准波算起的多个延迟时间、即、与心拍信息或脉波信息相关联的多个延迟时间的步骤；通过从上述存储的多个延迟时间取得与预先从作为拍摄对象的受检体取得的心拍信息或脉波信息对应的延迟时间，将上述取得的延迟时间设定为拍摄条件，通过伴随设定的延迟时间进行与拍动同步的成像扫描而收集磁共振信号的步骤；以及基于上述磁共振信号生成血流像的步骤。
在这样的根据本发明的磁共振成像装置和磁共振成像方法中，无需特别的知识和技能就可以更简单地确定适当的时相而收集血流像用的数据。
附图说明
图1是示出根据本发明的磁共振成像装置的实施方式的构成图；
图2是图1所示的计算机的功能框图；
图3是说明图2所示的延迟时间确定部中的延迟时间的确定方法的图；
图4是把在图2所示的延迟时间确定部中设定的修正前的延迟时间DT与过去使用的延迟时间DT_measured进行比较的图；
图5是示出按照图4所示的比较图修正了的延迟时间DT_cor的例子的图；
图6是示出在图2所示的延迟时间表中保存的延迟时间的一例的图；
图7是示出利用图1所示的磁共振成像装置对受检体P的血流像进行拍摄时的步骤的流程图。
具体实施方式
参照附图说明根据本发明的磁共振成像装置和磁共振成像方法的实施方式。
(构成和功能)
图1是示出根据本发明的磁共振成像装置的实施方式的构成图。
磁共振成像装置20包括：形成静磁场的筒状的静磁场用磁体21、以及在该静磁场用磁体21的内部设置的匀场线圈22、倾斜磁场线圈23和RF线圈24。
另外，磁共振成像装置20中具有控制系统25。控制系统25具有：静磁场电源26、倾斜磁场电源27、匀场线圈电源28、发送器29、接收器30、序列控制器31和计算机32。控制系统25的倾斜磁场电源27由X轴倾斜磁场电源27x、Y轴倾斜磁场电源27y和Z轴倾斜磁场电源27z构成。另外，计算机32中具有：输入装置33、显示装置34、运算装置35和存储装置36。
静磁场用磁体21与静磁场电源26连接，具有利用从静磁场电源26供给的电流在拍摄区域上形成静磁场的功能。另外，静磁场用磁体21多数情况下用超导线圈构成，在激励时与静磁场电源26连接而被供给电流，但一般情况下一旦被激励后就变成非连接状态。另外，有时静磁场用磁体21也用永磁体构成，不设置静磁场电源26。
另外，在静磁场用磁体21的内侧，在同轴上设置筒状的匀场线圈22。匀场线圈22构成为，与匀场线圈电源28连接，从匀场线圈电源28向匀场线圈22供给电流而把静磁场均匀化。
倾斜磁场线圈23由X轴倾斜磁场线圈23x、Y轴倾斜磁场线圈23y和Z轴倾斜磁场线圈23z构成，在静磁场用磁体21的内部筒状地形成。在倾斜磁场线圈23的内侧设置机台37作为拍摄区域，受检体P置于机台37上。在RF线圈24中具有：内置在机架中的接收发送RF信号用的全身用线圈(WBC：whole body coil)和设置在机台37或受检体P附近的接收RF信号用的局部线圈等。
另外，倾斜磁场线圈23与倾斜磁场电源27连接，倾斜磁场线圈23的X轴倾斜磁场线圈23x、Y轴倾斜磁场线圈23y和Z轴倾斜磁场线圈23z分别与倾斜磁场电源27的X轴倾斜磁场电源27x、Y轴倾斜磁场电源27y和Z轴倾斜磁场电源27z连接。
而且，构成为，利用分别从X轴倾斜磁场电源27x、Y轴倾斜磁场电源27y和Z轴倾斜磁场电源27z向X轴倾斜磁场线圈23x、Y轴倾斜磁场线圈23y和Z轴倾斜磁场线圈23z供给的电流，可以在拍摄区域上分别形成X轴方向的倾斜磁场Gx、Y轴方向的倾斜磁场Gy和Z轴方向的倾斜磁场Gz。
RF线圈24与发送器29和/或接收器30连接。发送用的RF线圈24具有从发送器29接收RF信号并向受检体P发送的功能；接收用的RF线圈24具有接收伴随受检体P内部的原子核自旋的RF信号造成的激励产生的NMR信号并赋予接收器30的功能。
另一方面，控制系统25的序列控制器31与倾斜磁场电源27、发送器29和接收器30连接。序列控制器31具有存储记述了为了驱动倾斜磁场电源27、发送器29和接收器30所需的控制信息(例如应向倾斜磁场电源27施加的脉冲电流的强度、施加时间、施加定时等的动作控制信息)的序列信息的功能；以及通过按照所存储的预定的序列驱动倾斜磁场电源27、发送器29和接收器30而产生X轴倾斜磁场Gx、Y轴倾斜磁场Gy、Z轴倾斜磁场Gz和RF信号的功能。
另外，序列控制器31构成为，接收利用接收器30中的NMR信号的检波和A/D(模/数)变换得到的复数数据即原始数据(raw data)并赋予计算机32。
因此，发送器29具有基于从序列控制器31接收的控制信息向RF线圈24赋予RF信号的功能，而接收器30具有通过对从RF线圈24接收的NMR信号进行检波、实施所需的信号处理并且进行A/D变换而生成数字化了的复数数据即原始数据的功能和把生成的原始数据赋予序列控制器31的功能。
而且，磁共振成像装置20中具有取得受检体P的ECG(心电图)信号的ECG单元38。构成为，将由ECG单元38取得的ECG信号经由序列控制器31向计算机32输出。
另外，也可以取代把拍动作为心拍信息表示的ECG信号，而取得把拍动作为脉波信息表示的脉波同步(PPG：peripheral pulsegating)信号。PPG信号是把例如指尖的脉波作为光信号检测到的信号。在取得PPG信号时设置PPG信号检测单元。下面，针对取得ECG信号的情形进行描述。
另外，通过用运算装置35执行在计算机32的存储装置36中保存的程序，计算机32具有各种功能。但是，也可以不利用程序，而是在磁共振成像装置20中设置具有各种功能的特定电路。
图2是图1所示的计算机32的功能框图。
计算机32借助于程序而作为拍摄条件设定部40、序列控制器控制部41、k空间数据库42、图像重建部43、图像数据库44和血流像制作部45发挥作用。拍摄条件设定部40包括：心拍取得部46、延迟时间确定部47和延迟时间表48。
拍摄条件设定部40具有基于来自输入装置33的指示信息设定包含脉冲序列的拍摄条件，把设定的拍摄条件赋予序列控制器控制部41的功能。具体地，拍摄条件设定部40具有设定用来伴随利用了ECG信号、PPG信号等的心拍信息的ECG同步、PPG同步等的心拍同步取得血流像的脉冲序列的功能。
作为收集血流像的方法，可举出不使用造影剂的非造影MRA法和使用造影剂的MRA即造影MRA法。作为非造影MRA法，可举出FBI法、TOF(time of flight，飞行时间)、产生自旋的恒定状态的稳态自由进动(SSFP：steady state free precession)法、FLOW PREP法。因此，作为拍摄条件可以设定按照这些MRA方法中的任何方法的脉冲序列。
FBI法是利用SSFP序列或利用了半傅里叶法的FASE(FastASE：fast asymmetric spin echo或fast advanced spin echo，快速非对称自旋回波或快速高级自旋回波)序列等的SE(spin echo，自旋回波)系的序列，从与R波等的表示受检体P的心时相的基准波同步的触发脉冲信号延迟预定的延迟时间，针对每多个心拍反复收集回波数据的非造影MRA。根据FBI法，经过多个心拍后，血液的横缓和(T2)成分的磁化恢复，作为血管图像可以获得血液的T2磁化成分被加强了的水(血液)加强图像。而且，在FBI法中，进行收集预定体层编码量的大小的回波数据(体数据，volume data)的三维扫描。
TOF法是利用血液流入拍摄截面的流入(inflow)效果的血管图像的取得方法。即，TOF法是把施加饱和脉冲后流入拍摄截面的血液信号图像化的方法。在TOF法中，用FE(field echo，场回波)系脉冲以更早的数据收集定时进行扫描，作为血管图像取得纵缓和(T1)加强图像。
Flow Prep法是按照流过作为目标的血管内的血流的最高血流速度施加RF脉冲进行标注(labeling)，通过在心肌的扩张期进行拍摄而选择性地描绘动脉的方法。
拍摄条件设定部40的心拍取得部46具有从ECG单元38或未图示的PPG单元取得受检体P的心拍信息，把受检体P的心拍(HR：Heart Rate)赋予延迟时间确定部47的功能。作为心拍信息，除了ECG信号和PPG信号以外，还可以举出HR自身、ECG信号和PPG信号上的相邻的基准波间的期间。在ECG单元38、PPG单元中具有计算HR的功能时，心拍取得部46构成为直接从ECG单元38、PPG单元取得HR。另外，也可以构成，从ECG单元38、PPG单元取得ECG信号、PPG信号或这些信号上的相邻的基准波间的期间，心拍取得部46基于ECG信号、PPG信号算出HR。例如，可以根据ECG信号上的R波间R-R利用式(1)计算HR。
R-R＝60000ms/HR                    (1)
另外，也可以构成为，在心拍取得部46中计算或取得多个HR，为了提高精度向延迟时间确定部47赋予多个HR的平均值。例如，可以取得10次左右的HR，向延迟时间确定部47赋予10个HR的平均值作为HR。可以认为，为了以实用上的精度求出HR，取得4次～20次HR而求平均值即可。
延迟时间确定部47具有基于从心拍取得部46取得的HR把从心拍同步成像中的基准波算起的适当的延迟时间作为拍摄条件进行设定的功能。作为延迟时间的设定方法，有用表示HR和延迟时间的关系的计算式根据HR算出延迟时间的方法、以及预先准备将HR和延迟时间的关系相关联的表格，参照表格取得与受检体P的HR对应的延迟时间的方法。
例如，有报告称如果心肌的收缩期为SD，则在收缩期SD与HR之间近似地有式(2)成立。但是，式(2)中的数值550，精确地说，有时会因性别、年龄造成的个体差异而取不同的值。因此，也可以用二次式或三次以上的高次式表示收缩期SD与HR的关系。
SD＝550-2HR                (2)
因此，在想要将数据收集定时设定在扩张期中时，可以根据式(2)推定收缩期SD，把延迟时间设定成数据收集定时为扩张期。作为具体例，在HR为60时，由于根据式(1)和式(2)R-R＝1000、SD＝300，所以把延迟时间设定在从R波算起至少330ms以后的670ms的期间中即可。即，可以用函数f确定表示延迟时间DT与HR的关系的式(3)，以使式(2)成立。
DT＝f(HR)                (3)
但是，如果有乱脉，则R-R极短，HR增大。这时，如果原样使用大的HR计算收缩期SD，则担心收缩期SD会跨过下一心拍。换言之，有可能数据收集定时刚刚在R波之前。于是，延迟时间确定部47具有对由式(3)计算的延迟时间DT进行修正的功能，从而即使在R-R紊乱时也可把适当的延迟时间作为拍摄条件进行设定。延迟时间DT的修正也可以通过乘上预先根据经验确定的系数来进行。但是，根据经验，考虑像式(4)所示那样，只要加上修正系数k就可以求出修正后的延迟时间DTcor作为实用的值。如后面所述，可以预先根据经验求出修正系数k。
DTcor＝DT+k＝f(HR)+k        (4)
另外，同样地，也可以用试验等的任意方法预先求出HR与扩张期的关系式，基于HR与扩张期的关系式推定扩张期。另外，也可以确定表示延迟时间DT和HR的关系的计算式，以把从数据收集定时的基准波算起的延迟时间设定在收缩期中。
但是，也可以任意地设定血流像的拍摄区域。因此，也可以设定用来进行下肢的血流像成像、冠状动脉拍摄的拍摄条件。但是，每个拍摄部位处血流速度不同，从数据收集定时的基准波算起的适当的延迟时间在每个拍摄部位处也是不同的值，有时希望以更高的精度设定。于是，也可以针对每个拍摄部位确定表示HR和延迟时间的关系的计算式。例如，在下肢等的末端部分，由于血流速比心脏附近慢，所以可以把末端部分的延迟时间设定得比心脏附近的延迟时间长。此时，也可以不仅根据从心脏到拍摄部位的距离，还根据ECG信号与从手指等的末端部分取得的PPG信号之间的时间差、平均血流速的差确定延迟时间。
而且，作为表示血流流速的指标，有脚踝与上臂的血压比(ABI：ankle brachial index，踝肱指数)。于是，也可以针对每个ABI的值，确定表示HR和延迟时间的关系的计算式。另外，血流的流速还根据血管狭窄等的病变部位的程度变化。因此，也可以针对每个表示病变部位的恶化程度的指标的值，确定表示HR和延迟时间的关系的计算式。
换言之，可以通过与表示HR和延迟时间的关系的计算式一起，确定针对每个拍摄部位、ABI的值和/或表示病变部位的恶化程度的指标的值的延迟时间的修正系数，在基于表示HR和延迟时间的关系的计算式算出的延迟时间上加上或乘上针对每个拍摄部位、ABI的值和/或表示病变部位的恶化程度的指标的值的修正系数，修正延迟时间。
另外，在利用把从R波等的表示心时相的基准波到最初的RF脉冲、倾斜磁场脉冲的施加时刻为止的期间作为延迟时间来设定的拍摄条件的设定方法来设定延迟时间时，有时希望利用脉冲序列改变延迟时间。例如，有时希望不是序列的开始定时，而是把延迟时间设定成k空间中心附近的数据收集定时是扩张期或收缩期的所希望的定时。而且，在利用STIR(short TI inversion recovery，短时反转复原)法、CHESS(chemical shift selective，化学位移选择)法等的脂肪抑制法进行拍摄时，必须考虑从STIR脉冲、CHESS脉冲等的脂肪抑制脉冲到90°激励脉冲的延迟时间。例如，在利用STIR法进行拍摄时，必须考虑从180°IR前脉冲到90°激励脉冲的反转时间(TI：inversiontime)。
于是，延迟时间确定部47中具有一旦基于TI等的脂肪抑制脉冲的延迟时间DTF、有效回波时间(effective TE：effective echo time)对为了避免R-R紊乱的影响而修正了的延迟时间DTcor进行修正的功能。即，为了具有以上功能，延迟时间确定部47可以构成为，如果拍摄部位为LOCATION、有效TE为TEeff、表示病变部位的恶化程度的指标的值为INDEX，则利用式(5)设定延迟时间DTcor。TEeff根据居中数据(centering data)收集、依序数据(sequential data)收集等的数据收集法而取不同的值。另外，可以从输入装置33向延迟时间确定部47输入确定延迟时间所必需的参数。
DTcor＝f(HR，LOCATION，ABI，DTF，TEeff，INDEX)+k  (5)
另外，在利用把从R波等的表示心时相的基准波到k空间中心附近的数据收集定时为止的期间直接作为延迟时间来设定的拍摄条件的设定方法来设定延迟时间时，无须考虑TI等的脂肪抑制脉冲的延迟时间、TEeff。
图3是说明图2所示的延迟时间确定部47中的延迟时间的确定方法的图。
图3中，横轴表示心时相。如图3所示，如果使用式(1)和式(2)，则可以根据HR推定ECG信号的R-R、收缩期SD、扩张期DD。另外，可以设定避免R-R紊乱的影响的数据收集的延迟时间DTcor，以不与推定的R-R、收缩期SD、扩张期DD发生矛盾。
例如，在用FBI法拍摄时，利用SSFP序列、FASE序列，针对每多个心拍分别在收缩期和扩张期中收集数据，通过进行与扩张期对应的数据和与收缩期对应的数据之间的差分处理，可以制作将动静脉分离的、对比度良好的血流像数据。
于是，针对每多个心拍设定用来在收缩期SD中收集数据的FASE序列(FASEsys)和用来在扩张期DD中收集数据的FASE序列(FASEdias)。因此，设定从收缩期SD的数据收集用的FASE序列(FASEsys)的R波算起的延迟时间DTcor_sys和从扩张期DD的数据收集用的FASE序列(FASEdias)的R波算起的延迟时间DTcor_dias。即，可以以用来避免R-R紊乱的影响的修正系数k、TI等的脂肪抑制脉冲的延迟时间、和在时间上改变了TEeff的量的定时设定各延迟时间DTcor_sys、DTcor_dias，以在收缩期SD中和扩张期DD中的所希望的定时分别收集k空间中心附近的数据。
图3示出分别利用式(6-1)和式(6-2)设定用来在收缩期SD中收集数据的延迟时间DTcor_sys和用来在扩张期DD中收集数据的延迟时间DTcor_dias的例子。
DTcor_sys＝SD/2+k-(TI+TEeff)          (6-1)
DTcor_dias＝SD+DD/2+k-(TI+TEeff)      (6-2)
另外，有时也在相互不同的心拍期间执行收缩期SD的数据收集用的FASE序列(FASEsys)和扩张期DD的数据收集用的FASE序列(FASEdias)。
另外，在利用TOF法进行ECG同步成像时，数据收集用的延迟时间仅被设定成收缩期SD或扩张期DD中的某一个。而在利用FlowPrep法进行ECG同步成像时，在激励脉冲之前作为准备脉冲施加多个血流的标注脉冲。因此，数据收集的延迟时间改变了对应于从标注脉冲的施加定时到数据收集定时为止的回波时间(TE：echo time)的量。在用Flow Prep法时，数据收集定时有时仅是收缩期SD或扩张期DD中的某一个，有时是收缩期SD和扩张期DD这两者。
下面，说明用来避免R-R紊乱的影响的修正系数k的确定方法。
图4是把在图2所示的延迟时间确定部47中设定的修正前的延迟时间DT与过去使用的延迟时间DT_measured进行比较的图；图5是示出按照图4所示的比较图修正了的延迟时间DT_cor的例子的图。
图4和图5中，横轴表示HR，纵轴表示延迟时间(ms)。如果在式(6-1)和式(6-2)中，使k为0，针对各HR绘出修正前的收缩期SD和扩张期DD的延迟时间DTsys、DTdias，则得到图4的用菱形和正方形表示的数据。另一方面，对通过预先对多个受检体执行ECG-Prep扫描确定的过去的适当的收缩期SD和扩张期DD的延迟时间DTsys_measured、DTdias_measured进行绘图，该ECG-Prep扫描是一边改变从ECG信号的R波等的基准波算起的延迟时间一边进行血流像数据的收集的，则得到图4的用三角形和“×”表示的数据。
于是，可以确定修正系数k的值，以减小修正前的收缩期SD的延迟时间DTsys的绘图数据与过去的适当的收缩期SD的延迟时间DTsys_measured的绘图数据之间的偏离量。此时，可以利用最小二乘法等的拟合。另外，同样地，也可以确定修正系数k的值，以减小修正前的扩张期DD的延迟时间DTdias的绘图数据与过去的适当的扩张期DD的延迟时间DTdias_measured的绘图数据之间的偏离量。因此，修正系数k从简化处理的角度出发也可以是在收缩期SD和扩张期DD之间是相同的，从提高精度的角度出发也可以设定成在收缩期SD和扩张期DD之间是不同的值。
另外，如果用修正系数k对通过计算求得的收缩期SD和扩张期DD的延迟时间DTsys、DTdias进行修正，则可以如图5所示把修正后的延迟时间DTcor_sys、DTcor_dias分别设定成更接近过去的适当的延迟时间DTsys_measured、DTdias_measured的值。另外，在图5中，通过用修正系数k把过去的延迟时间DTsys_measured、DTdias_measured自身平行位移而进行了评价，但评价结果与用修正系数k对通过计算求得的延迟时间DTsys、DTdias进行修正时相同。
另一方面，到此为止说明了用计算式根据HR设定延迟时间的情形。但也可以如上所述那样，基于使HR和延迟时间相关联的表格设定延迟时间。
在延迟时间表48中，把针对各HR值的范围的延迟时间作为表格预先保存。例如，可以把HR值的范围分成HR＜50、50＜HR＜70、70＜HR那样的三个范围，针对各HR值的范围确定不同的适当的延迟时间，保存在延迟时间表48中。而且，与用计算式设定延迟时间时同样地，可以针对每个ABI的值、表示病变部位的恶化程度的指标的值和/或拍摄部位，与不同的适当的延迟时间相关联，保存在延迟时间表48中。另外，在延迟时间表48中保存的延迟时间可以是用修正系数k修正后的延迟时间。
另外，在基于表格设定延迟时间时，延迟时间确定部47构成为，基于从输入装置33输入的ABI、拍摄部位等的信息，从延迟时间表48取得对应的延迟时间。
图6是示出在图2所示的延迟时间表48中保存的延迟时间的一例的图。
如图6所示，在延迟时间表48中针对各拍摄部位保存与收缩期(SYS)和扩张期(DIAS)对应的HR值所对应的延迟时间。另外，图6示出TI＝150ms和TEeff＝80ms时的例子。另外，将表格制作成，在存在70％的血管狭窄时，分别加上40ms来设定延迟时间。
下面，说明计算机32的其它功能。
序列控制器控制部41具有在接收到来自输入装置33的扫描开始指示信息时，通过从拍摄条件设定部40取得包含脉冲序列的拍摄条件并赋予序列控制器31而被驱动控制的功能。另外，序列控制器控制部41具有从序列控制器31接收原始数据，并配置在形成在k空间数据库42中的k空间中的功能。因此，在接收器30中生成的各原始数据作为k空间数据保存在k空间数据库42中。
图像重建部43具有：通过从k空间数据库42取入k空间数据并进行包含傅里叶变换(FT)的图像重建处理而重建图像数据的功能、以及向图像数据库44写入重建得到的图像数据的功能。因此，在图像重建部43中被重建的图像数据被保存在图像数据库44中。
血流像制作部45具有：通过从图像数据库44读入所需的图像数据，进行差分处理等的图像处理、最大值投影(MIP)处理等的显示处理，生成显示用的血流像数据的功能；以及通过把生成的血流像数据赋予显示装置34而在显示装置34上显示血流像的功能。例如，可以对根据在扩张期中收集的k空间数据得到的图像数据和根据在收缩期中收集的k空间数据得到的图像数据的差分处理进行动静脉分离而抽出动脉的血流像数据。
(动作和作用)
下面，说明磁共振成像装置20的动作和作用。
图7是示出利用图1所示的磁共振成像装置20对受检体P的血流像进行拍摄时的步骤的流程图。图中S带数字的符号表示流程图的各步骤。
首先，预先把受检体P置于机台37上，在用静磁场电源26激励的静磁场用磁体21(超导磁体)的拍摄区域上形成静磁场。另外，从匀场线圈电源28向匀场线圈22供给电流，把拍摄区域上形成的静磁场均匀化。
然后，在步骤S1中，作为心拍信息取得HR。即，从ECG单元38取得受检体P的ECG信号。在ECG单元38中通过从取得的ECG信号中检测R波求得HR。把得到的HR与ECG信号一起从ECG单元38经由序列控制器31向计算机32输出。然后，用心拍取得部46取得HR。
然后，在步骤S2中，拍摄条件设定部40基于HR设定心拍同步用的延迟时间和包含脉冲序列的MRA用的拍摄条件。可以在延迟时间确定部47中通过参照如上所述的表示HR和延迟时间的关系的关系式、在延迟时间表48中保存的与HR的值相关联的延迟时间的表格，基于HR设定延迟时间。另外，也可以根据ABI、拍摄部位、表示病变部位的恶化程度的指标的值、TI等的脂肪抑制脉冲的延迟时间和/或TEeff修正延迟时间。而且，将迟时间用预先根据经验确定的修正系数k修正成适当的值。其结果，把图3所示那样的脉冲序列作为拍摄条件设定。
另外，延迟时间确定部47也可以通过显示装置34向用户展示适合于拍摄部位等的拍摄条件的延迟时间的推荐值。此时，用户可以利用输入装置33的操作改变被显示的延迟时间的推荐值。或者，也可以有选择地在显示装置34上显示与拍摄条件对应的多个延迟时间的候选值。
然后，在步骤S3中，按照设定的拍摄条件，伴随从R波算起的延迟时间以心电同步进行成像扫描，进行数据收集。
即，如果从输入装置33向序列控制器控制部41赋予扫描开始指示，则序列控制器控制部41从拍摄条件设定部40取得心电同步用的延迟时间和包含脉冲序列的拍摄条件并赋予序列控制器31。序列控制器31通过按照从序列控制器控制部41接收的拍摄条件和来自ECG单元38的ECG信号，在心电同步下驱动倾斜磁场电源27、发送器29和接收器30，在放置受检体P的拍摄区域上形成倾斜磁场，并且从RF线圈24产生RF信号。
因此，受检体P的内部的因核磁共振产生的NMR信号由RF线圈24接收并赋予接收器30。接收器30从RF线圈24接收NMR信号，进行所需的信号处理后，通过A/D变换，生成原始数据。接收器30把生成的原始数据赋予序列控制器31。序列控制器31把原始数据赋予序列控制器控制部41，序列控制器控制部41把原始数据作为k空间数据配置在形成在k空间数据库42中的k空间中。
在此，在k空间数据库42中保存的k空间数据是在用适合于血流像数据生成的延迟时间确定的定时例如心肌的收缩期和扩张期中收集的数据。
然后，在步骤S4中，用图像重建部43进行图像重建处理。即，图像重建部43通过从k空间数据库42取入k空间数据并进行图像重建处理而重建图像数据，把重建得到的图像数据写入图像数据库44。
然后，在步骤S5中，利用血流像制作部45生成血流像数据，在显示装置34上显示血流像。即，血流像制作部45通过从图像数据库44读入图像数据并进行必需的图像处理，生成显示用的血流像数据。然后，把生成的显示用的血流像数据赋予显示装置34，在显示装置34上显示血流像。例如，利用与扩张期对应的图像数据和与收缩期对应的图像数据之间的差分处理，生成动脉图像数据。
因此，用户可以在诊断中利用在显示装置34上显示的、基于以适当的定时收集的数据的血流像。
即，以上那样的磁共振成像装置20可以基于HR等的心拍信息或脉波信息自动地设定在心拍同步MRA或脉波同步MRA中必需的从基准波到数据收集触发脉冲(trigger)为止的延迟时间。
(效果)
因此，根据上述的磁共振成像装置20，无需用户的特别的知识和技能就可以更简单地确定适当的时相，收集血流像用的数据。另外，以往，为了确定从R波等的触发脉冲算起的适当的延迟时间，执行像ECG-prep扫描那样的2D多时相单扫描，但本发明无须进行这样的预扫描，可以根据由心拍信息或脉波信息等的心电计或脉波计取得的患者信息直接确定延迟时间而进行3D成像扫描。
而且，根据磁共振成像装置20，即使在例如存在R-R间隔紊乱那样的情况下，也可以把延迟时间修正成紊乱影响降低那样的适当的值。因此，可以不依赖于受检体的特征、更稳定地把从触发脉冲信号到数据收集定时为止的延迟时间自动设定成适当的值。
变形例
(变形例1)
在上述的实施方式中，示出了根据R-R、收缩期SD、扩张期DD和拍摄部位等的拍摄条件确定并用修正系数k修正延迟时间的例子。但是，可以如图4所示那样，通过用ECG-prep扫描等的任意方法取得多个受检体P的过去的适当的延迟时间DTsys_measured、DTdias_measured的针对各HR的绘图数据，针对各HR把适当的延迟时间保存在延迟时间表48中。在延迟时间表48中保存的根据经验确定的针对各HR的延迟时间，可以是把通过延迟时间的绘图数据的曲线拟合求得的延迟时间的数值与HR的值相关联得到的表格、或者表示通过延迟时间的绘图数据的曲线拟合求得的针对各HR的延迟时间的近似曲线(函数)。
这样，延迟时间确定部47只要能从心拍取得部46取得作为成像对象的受检体的HR，就可以参照延迟时间表48取得与HR对应的适当的延迟时间并作为拍摄条件自动地设定。此时，在延迟时间表48中保存的延迟时间是与R-R的紊乱对应地修正后的值，且按TI、TEeff等的应改变的时间的量进行了修正。因此，可以用非常简单的处理设定延迟时间。
例如，如果把HR读入延迟时间确定部47，则可以在利用了GUI(图形用户界面，Graphical User Interface)的拍摄条件的设定画面上，作为拍摄参数自动地显示与FBI序列中的扩张期和收缩期对应的各延迟时间，自动地制作与扩张期和收缩期对应的各数据收集触发脉冲。另一方面，即使不在显示装置34上显示与扩张期和收缩期对应的各延迟时间，也可以在拍摄条件设定部40中作为拍摄条件信息保持和利用基于HR自动设定的各延迟时间。
另外，如果针对不同的多个受检体求出延迟时间，在延迟时间表48中保存平均的延迟时间或与受检体的体形等的特征对应的延迟时间，就可以期待降低因受检体间的特征不同造成的延迟时间的设定误差。而且，如上所述，如果针对脂肪抑制脉冲的延迟时间DTF、Teeff、拍摄部位、病变部位的恶化程度、ABI等对延迟时间有影响的因子，在延迟时间表48中保存针对各HR的适当的延迟时间，则可以根据情况设定更适当的延迟时间。另外，也可以取代HR而使用R-R等的心拍信息或脉波信息。
(变形例2)
如上所述，用PPG信号进行同步成像时，把PPG信号检测单元的传感器安装在受检体的适当的部位上。此时，可以用根据PPG信号取得的基准间隔，自动地设定从PPG信号的基准波到数据收集触发脉冲为止的延迟时间。但是，也可以通过另行取得ECG信号而根据ECG信号取得HR，并用基于PPG信号生成的数据收集触发脉冲进行脉波同步成像。此时，必须把基于HR确定的ECG同步用的延迟时间换算成脉波同步用的延迟时间。
例如，可以一边根据ECG信号取得HR，一边在受检体的手上安装脉波传感器进行下腿部(lower thigh)的脉波同步成像。在此，根据PPG信号得到的触发脉冲相对于ECG信号的基准波即R波位移一定时间。因此，在进行脉波同步时，只要在如式(7)所示那样根据HR求出的从ECG同步用的R波算起的延迟时间DTecg_cor上加上PPG信号与ECG信号的时间差ΔDecg_ppg，就可以求出从脉波同步用的触发脉冲算起的延迟时间DTppg_cor。
DTppg_cor＝DTecg_cor+ΔTecg_ppg            式(7)
因此，在收缩期中进行脉波同步成像时，只要如式(8-1)所示那样，在根据HR求出的ECG同步用的收缩期的延迟时间DTecg_cor_sys上加上PPG信号与ECG信号之间的时间差ΔDecg_ppg，就可以求出脉波同步用的收缩期的延迟时间DTppg_cor_sys。同样地，在扩张期中进行脉波同步成像时，只要如式(8-2)所示那样，在根据HR求出的ECG同步用的扩张期的延迟时间DTecg_cor_dias上加上PPG信号与ECG信号的时间差ΔDecg_ppg，就可以求出脉波同步用的扩张期的延迟时间DTppg_cor_dias。但是，在扩张期中进行成像时，有时用式(8-2)计算的脉波延迟时间DTecg_cor_dias比与PPG信号的触发脉冲间隔相当的R波间隔RR长。此时，只要如式(8-3)所示那样，从扩张期的ECG延迟时间DTecg_cor_dias与时间差ΔDecg_ppg的和减去R波间隔RR，就可以求出扩张期的脉波延迟时间DTppg_cor_dias。
DTppg_cor_sys＝DTecg_cor_sys+ΔTecg_ppg  式(8-1)
DTppg_cor_dias＝DTecg_cor_dias+ΔTecg_ppg
：(DTecg_cor_dias+ΔTecg_ppg)＜RR        式(8-2)
DTppg_cor_dias＝(DTecg_cor_dias+ΔTecg_ppg)-RR
：(DTecg_cor_dias+ΔTecg_ppg)＞RR       式(8-3)
PPG信号与ECG信号之间的时间差ΔDecg_ppg通常为220ms左右。因此，例如，在与PPG信号的触发脉冲间隔相当的R波间隔RR为600ms、根据HR求出的扩张期的ECG延迟时间DTecg_cor_dias为500ms时，在扩张期的ECG延迟时间DTecg_cor_dias＝500ms上加上时间差ΔDecg_ppg＝220ms得到的值为720ms。由于该720ms比R波间隔RR＝600ms大，所以扩张期的脉波延迟时间DTppg_cor_dias为从720ms减去R波间隔RR＝600ms得到的值，即离下一个脉波触发脉冲为120ms。
在这样地根据HR等的心拍信息设定脉波同步成像用的延迟时间时，也可以像变形例1那样，把将HR等的心拍信息和适当的脉波延迟时间相关联的表格或函数可以参照地保存在延迟时间表48中，在自动设定时利用已保存的关联信息。
(变形例3)
在上述的实施方式中，示出了为了降低R-R间等的基准波间隔的紊乱的影响而用修正系数k修正延迟时间的例子。但是，也可以不修正地使用延迟时间。此时，如果计算收缩期SD，则收缩期SD可能会跨过下一心拍。换言之，有可能数据收集定时会刚刚在R波之前。因此，希望至少在认为是最小的一次心拍中计算收缩期SD。
于是，可以在延迟时间确定部47中设置在超过与最小心拍期间对应的阈值时把收缩期SD设定为最小心拍期间内的上限值的阈值处理功能。换言之，可以把式(3)确定成，根据HR是否超过阈值而不连续地算出延迟时间DT，在HR超过阈值时把延迟时间DT设定得短。

Claims (21)

1.一种磁共振成像装置，其特征在于包括：
基于预先从受检体取得的心拍信息或脉波信息，使用表示心拍信息或脉波信息与延迟时间的关系的计算式、或将心拍信息或脉波信息与延迟时间的关系相关联的表格，设定与拍动同步的成像中的从表示数据收集定时的时相的基准波算起的延迟时间，通过伴随设定的延迟时间进行与拍动同步的成像扫描而收集磁共振信号的数据收集单元；以及
基于上述磁共振信号生成血流像的图像生成单元。
2.如权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于：
上述数据收集单元对上述延迟时间的设定进行修正，以降低基准波间隔紊乱带来的影响。
3.如权利要求2所述的磁共振成像装置，其特征在于：
上述数据收集单元在上述延迟时间上加上修正系数以实现上述修正。
4.如权利要求3所述的磁共振成像装置，其特征在于：
上述数据收集单元在上述延迟时间上加上基于与预先取得的心拍信息或脉波信息相关联的多个延迟时间确定的上述修正系数。
5.一种磁共振成像装置，其特征在于包括：
存储与心拍信息或脉波信息相关联的、使用表示心拍信息或脉波信息与延迟时间的关系的计算式或者将心拍信息或脉波信息与延迟时间的关系相关联的表格取得的多个延迟时间的存储单元，该多个延迟时间是与拍动同步的成像中的从表示数据收集定时的时相的基准波算起的多个延迟时间；
通过从上述存储单元取得与预先从作为拍摄对象的受检体取得的心拍信息或脉波信息对应的延迟时间，将上述取得的延迟时间设定为拍摄条件，通过伴随设定的延迟时间进行与拍动同步的成像扫描而收集磁共振信号的数据收集单元；以及
基于上述磁共振信号生成血流像的图像生成单元。
6.如权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于：
上述数据收集单元基于心拍数设定上述延迟时间。
7.如权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于：
上述数据收集单元基于ECG信号中相邻的R波间的期间设定上述延迟时间。
8.如权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于：
上述数据收集单元进行心电同步成像扫描。
9.如权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于：
上述数据收集单元针对每多个心拍反复收集上述磁共振信号。
10.如权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于：
上述数据收集单元利用自旋的稳态自由进动收集上述磁共振信号。
11.如权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于：
还具有存储针对各心拍信息的值的延迟时间的存储单元；
上述数据收集单元从上述存储单元取得与上述心拍信息对应的延迟时间。
12.如权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于：
上述数据收集单元设定与拍摄部位和踝肱指数对应的延迟时间，其中，上述踝肱指数是指脚踝与上臂的血压比。
13.如权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于：
上述数据收集单元基于从脂肪抑制脉冲到激励脉冲为止的延迟时间和有效回波时间中的至少一个改变上述延迟时间。
14.如权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于：
上述数据收集单元基于多个心拍数的平均值设定上述延迟时间。
15.如权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于：
上述数据收集单元基于心拍数或相邻的R波间隔推定心肌的收缩期或扩张期，把上述延迟时间设定在推定的上述收缩期或上述扩张期内。
16.如权利要求15所述的磁共振成像装置，其特征在于：
上述数据收集单元在上述收缩期超过与最小心拍期间对应的阈值时，将上述收缩期设定为最小心拍期间内的上限值。
17.如权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于：
上述数据收集单元设定与表示病变部位的恶化程度的指标的值对应的延迟时间。
18.如权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于：
上述数据收集单元在心肌的扩张期和收缩期中分别进行扫描，
上述图像生成单元通过与上述扩张期对应的数据和与上述收缩期对应的数据之间的差分处理来生成上述血流像。
19.如权利要求1所述的磁共振成像装置，其特征在于：
上述数据收集单元基于心拍信息设定脉波同步成像用的延迟时间。
20.一种磁共振成像方法，其特征在于包括：
基于预先从受检体取得的心拍信息或脉波信息，使用表示心拍信息或脉波信息与延迟时间的关系的计算式、或将心拍信息或脉波信息与延迟时间的关系相关联的表格，设定与拍动同步的成像中的从表示数据收集定时的时相的基准波算起的延迟时间，通过伴随设定的延迟时间进行与拍动同步的成像扫描而收集磁共振信号的步骤；以及
基于上述磁共振信号生成血流像的步骤。
21.一种磁共振成像方法，其特征在于包括：
存储与心拍信息或脉波信息相关联的、使用表示心拍信息或脉波信息与延迟时间的关系的计算式或将心拍信息或脉波信息与延迟时间的关系相关联的表格取得的多个延迟时间的步骤，其中，上述多个延迟时间是与拍动同步的成像中的从表示数据收集定时的时相的基准波算起的多个延迟时间；
从上述存储的多个延迟时间取得与预先从作为拍摄对象的受检体取得的心拍信息或脉波信息对应的延迟时间并设定为拍摄条件，通过伴随设定的延迟时间进行与拍动同步的成像扫描而收集磁共振信号的步骤；以及
基于上述磁共振信号生成血流像的步骤。
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